WO2016039100A1 - 超音波診断装置 - Google Patents

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WO2016039100A1
WO2016039100A1 PCT/JP2015/073302 JP2015073302W WO2016039100A1 WO 2016039100 A1 WO2016039100 A1 WO 2016039100A1 JP 2015073302 W JP2015073302 W JP 2015073302W WO 2016039100 A1 WO2016039100 A1 WO 2016039100A1
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WO
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tracking
ultrasonic diagnostic
diagnostic apparatus
measurement point
point
Prior art date
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PCT/JP2015/073302
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English (en)
French (fr)
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俊徳 前田
笠原　英司
松下　典義
村下　賢
Original Assignee
日立アロカメディカル株式会社
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Publication date
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    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
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    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5207—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of raw data to produce diagnostic data, e.g. for generating an image

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus for diagnosing a fetus.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus is used for diagnosis of tissues and the like in a living body, and is extremely useful especially for diagnosis of a fetus or the like.
  • the fetus itself is relatively small and its heart is also very small, it is extremely difficult to diagnose the fetal heart using an ultrasonic diagnostic apparatus.
  • Patent Document 1 proposes an epoch-making technique capable of obtaining fetal heartbeat information based on heart motion information from which body fluctuation information has been subtracted.
  • the left ventricular inner diameter shortening rate is known as an index in fetal diagnosis in the middle to late stage of pregnancy.
  • the FS of the heart can be measured by using, for example, the M mode function.
  • the measurement line in the M mode is normally fixed to the probe, for example, the fetal heart moves relative to the probe due to the influence of fetal body movement, maternal respiration, and pulse.
  • high-precision FS measurement in the M mode is difficult.
  • the present invention has been made in view of the above-described background art, and an object of the present invention is to improve tracking accuracy in tracking movement of a measurement point related to a fetal heart.
  • An ultrasonic diagnostic apparatus suitable for the above object includes a probe that transmits and receives ultrasonic waves, a transmission / reception unit that controls transmission of the probe to obtain an ultrasonic reception signal, and a fetal heart based on the ultrasonic reception signal
  • An image forming unit that forms an ultrasound image; and a tracking processing unit that tracks movement of a measurement point related to a fetal heart in the ultrasound image, the tracking processing unit tracking a plurality of modes within a tracking period. The processing is executed, and the movement of the measurement point in the tracking period is tracked based on a plurality of tracking results obtained by the tracking processing of a plurality of modes.
  • the tracking processing unit executes a plurality of types of tracking processing within the tracking period. It is desirable that the tracking processes of a plurality of modes have different processing modes. For example, a plurality of types of tracking processes in which the time direction and the correlation calculation in the tracking process are different from each other are desirable.
  • the movement of the measurement point is tracked based on a plurality of tracking results obtained by the tracking processing of a plurality of modes, for example, a suitable mode corresponding to the tracking situation is selected from the tracking processing of the plurality of modes. Emphasis is placed on the accuracy of tracking regarding the movement of the measurement point.
  • the tracking processing unit performs a forward tracking process and a backward tracking process over time within the tracking period, and combines the forward tracking result and the backward tracking result, The movement of the measurement point within the tracking period is tracked.
  • the tracking processing unit uses the characteristic time phase that appears periodically in the expansion and contraction motion of the fetal heart as the tracking time period, and starts one characteristic time phase within the tracking time period.
  • the tracking process in the forward direction toward the other characteristic time phase and the tracking process in the reverse direction toward the one characteristic time phase starting from the other characteristic time phase are executed.
  • the movement of the measurement point in the tracking period is tracked by weighting and adding the tracking result in the forward direction and the tracking result in the reverse direction at a rate corresponding to the target distance.
  • the tracking processing unit executes a tracking process based on autocorrelation and a tracking process based on cross correlation within the tracking period, and combines the tracking result based on autocorrelation and the tracking result based on cross correlation to generate the tracking period. It is characterized in that the movement of the measurement point in the inside is tracked.
  • the tracking processing unit sets the tracking period from the characteristic time phase to the characteristic time phase that appear periodically in the expansion / contraction motion of the fetal heart, and the autocorrelation ratio is closer to the characteristic time phase in time.
  • the movement of the measurement point in the tracking period is tracked by increasing the value and weighting and adding the tracking result by autocorrelation and the tracking result by cross-correlation.
  • the tracking processing unit executes tracking processing for each tracking point within the tracking period for a plurality of tracking points including measurement points and auxiliary points, and a plurality of tracking points obtained from the plurality of tracking points. The movement of the measurement point within the tracking period is tracked based on the tracking result.
  • the tracking processing unit tracks the movement of a measurement point by dynamic programming using a plurality of tracking results obtained from a plurality of tracking points.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus tracks movement at each measurement point for two measurement points set on the fetal heart in the ultrasonic image, and at least one cycle of the fetal heartbeat. A temporal change related to the distance between the two measurement points is derived.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus calculates an FS value related to the fetal heart based on a temporal change related to a distance between the two measurement points set in the fetal heart.
  • the tracking accuracy is improved when tracking the movement of the measurement point related to the heart of the fetus.
  • FIG. 1 is an overall configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus suitable for implementing the present invention. It is a figure which shows the specific example of the heartbeat waveform obtained in a heartbeat measurement part. It is a figure which shows the specific example of the some tracking point set by the tracking point setting part. It is a figure for demonstrating the specific example of the tracking process regarding each tracking point. It is a figure for demonstrating the specific example of tracking of the measurement point using a some auxiliary point. It is a figure which shows the specific example which synthesize
  • FS left chamber inner-diameter shortening rate
  • FIG. 1 is a diagram showing an overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus suitable for implementing the present invention.
  • the probe 10 is an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to and from a diagnostic region including a fetus.
  • the probe 10 includes a plurality of vibration elements that transmit and receive ultrasonic waves, and transmission of the plurality of vibration elements is controlled by the transmission / reception unit 12 to form a transmission beam. Further, the plurality of vibration elements receive ultrasonic waves from the diagnostic region, and signals obtained thereby are output to the transmission / reception unit 12, and the transmission / reception unit 12 forms a reception beam to obtain reception signals (echo data).
  • techniques such as transmission aperture synthesis may be used in transmission / reception of ultrasonic waves.
  • the image forming unit 20 forms image data of an ultrasonic image based on the reception signal obtained from the transmission / reception unit 12.
  • the image forming unit 20 performs, for example, signal processing such as gain correction, log compression, detection, contour emphasis, and filter processing on the received signal, so that, for example, a tomographic image showing a fetus (B mode) Image data is formed over a plurality of frames for each frame (for each time phase).
  • the image data of the tomographic image formed in the image forming unit 20 is temporarily stored in, for example, a cine memory.
  • the cine memory may be provided in the image forming unit 20 or may be provided outside the image forming unit 20.
  • image data formed in the image forming unit 20, for example, image data stored in a cine memory is displayed in the display processing unit 70, and a tomographic image corresponding to the image data is displayed on the display unit 72.
  • the heartbeat measuring unit 30, the tracking point setting unit 40, and the tracking processing unit 50 target image data formed in the image forming unit 20, for example, image data stored in a cine memory.
  • the heartbeat measuring unit 30 measures the heartbeat of the fetus (heart expansion / contraction motion) based on the image data.
  • the tracking point setting unit 40 sets a plurality of tracking points necessary for measurement related to the fetal heart in the image data of the tomographic image.
  • the tracking processing unit 50 tracks the movement of each tracking point over a plurality of frames of image data.
  • the FS measuring unit 60 calculates a left ventricular diameter shortening rate (FS: Fractional Shortening), which serves as an index for diagnosis of the fetal heart, based on the tracking results regarding a plurality of tracking points.
  • FS Left ventricular diameter shortening rate
  • the calculated FS is displayed on the display unit 72 via the display processing unit 70.
  • the processing in the heartbeat measuring unit 30, the tracking point setting unit 40, the tracking processing unit 50, and the FS measuring unit 60 will be described in detail later.
  • the control unit 90 generally controls the inside of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG.
  • the overall control by the control unit 90 also reflects an instruction received from the user via the operation device 80.
  • the transmitting / receiving unit 12 the image forming unit 20, the heart rate measuring unit 30, the tracking point setting unit 40, the tracking processing unit 50, the FS measuring unit 60, and the display processing unit 70.
  • These units can be realized by using, for example, hardware such as an electric / electronic circuit or a processor, and a device such as a memory may be used as necessary in the realization.
  • a computer at least a part of the functions corresponding to the above-described units may be realized by a computer. That is, at least a part of the functions corresponding to the above-described units may be realized by cooperation between hardware such as a CPU, a processor, and a memory and software (program) that defines the operation of the CPU and the processor.
  • a preferred specific example of the display unit 72 is a liquid crystal display or the like, and the operation device 80 can be realized by at least one of a mouse, a keyboard, a trackball, a touch panel, and other switches, for example.
  • the control part 90 is realizable by cooperation with hardware (CPU, a processor, memory, etc.) and the software (program) which prescribes
  • the overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1 is as described above. Next, a specific example of processing in the ultrasonic diagnostic apparatus will be described. In addition, about the structure (each part which attached
  • FIG. 2 is a diagram showing a specific example of a heartbeat waveform obtained in the heartbeat measuring unit 30.
  • FIG. FIG. 2 shows a heartbeat waveform in which the horizontal axis represents a time axis (frame number of image data over a plurality of frames) and the vertical axis represents average luminance as amplitude.
  • a region of interest is set for the fetal heart in the image data of the tomographic image.
  • the region of interest is set according to a user operation input via the operation device 80.
  • the user operates the operation device 80 to set the position and size of the region of interest so that, for example, the fetal heart (particularly the heart wall) is included.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1 may set the region of interest in the fetal heart by analyzing the image state in the tomographic image.
  • the region of interest is set at a location where the fetal heart motion is easily detected.
  • the user designates the position and size of the region of interest so that the fetal heart portion having relatively high luminance is included, and particularly preferably the heart wall is included.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1 may determine the position and size of the region of interest by determining a fetal heart portion having relatively high luminance by image analysis processing such as binarization processing, for example. .
  • the region of interest may be set at another location where the movement of the fetal heart is easily detected.
  • the heartbeat measuring unit 30 When the region of interest is set, the heartbeat measuring unit 30 generates a fetal heartbeat waveform based on the image data in the region of interest.
  • the heart rate measuring unit 30 calculates, for example, the average luminance (average luminance value) in the region of interest based on the image data in the region of interest, and covers a plurality of frames obtained from the cine memory, that is, over a plurality of times. Then, the heartbeat waveform shown in FIG. 2 is generated by calculating the average luminance.
  • a heartbeat waveform such as the specific example shown in FIG. 2 is obtained.
  • the region of interest is set to include the heart wall
  • the average brightness increases because the percentage of the myocardium in the region of interest increases as the heart contracts, and the region of interest increases as the heart expands. Since the ratio of the heart chamber becomes higher, the average luminance becomes lower.
  • a heartbeat waveform is obtained in which the average luminance is periodically changed and the end diastole ED and the end systole ES are periodically repeated.
  • a heartbeat waveform may be generated from a correlation value between time phases (between frames) of image data instead of the average luminance.
  • the region of interest may be divided into a plurality of blocks, a heartbeat waveform may be formed for each block, and a heartbeat waveform with high reliability may be selected from a plurality of heartbeat waveforms corresponding to the plurality of blocks.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a specific example of a plurality of tracking points set by the tracking point setting unit 40.
  • FIG. 3 shows a fetal heart (for example, the lumen of the left ventricle) in the tomographic image.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1 has various measurement functions related to the fetal heart, and particularly has a suitable function in the measurement of the left ventricular diameter shortening rate (FS).
  • FS left ventricular diameter shortening rate
  • two measurement points A and B are set for the heart (for example, the left ventricle).
  • the two measurement points A and B are set in accordance with a user operation input via the operation device 80, for example.
  • the user designates two positions where FS measurement is desired while viewing the tomographic image displayed on the display unit 72.
  • the tracking point setting unit 40 sets the measurement point A at one of the two locations designated by the user and sets the measurement point B at the other location.
  • Measurement point A and measurement point B are preferably set on the intimal surface of the heart (the boundary surface between the heart wall and the lumen).
  • the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1 detects the intimal surface of the heart in the tomographic image by image analysis processing such as binarization processing, and omits designation by the user or sets the position designated by the user. It may be modified to determine the positions of the measurement point A and the measurement point B. Note that the measurement point A and the measurement point B may be set at other places where the movement of the fetal heart is easily detected.
  • the tracking point setting unit 40 sets a plurality of auxiliary points around each of the measurement points A and B. For example, as shown in FIG. 3, a plurality of auxiliary points (a1 to a4) are set in the vicinity of the measurement point A for each frame over a plurality of frames, and a plurality of auxiliary points (b1) are set in the vicinity of the measurement point B. To b4) are set.
  • the tracking point setting unit 40 sets, for example, a plurality of auxiliary points (a1 to a4) on a straight line passing through the measurement point A perpendicular to the straight line AB passing through the measurement point A and the measurement point B.
  • preset values may be used or adjusted appropriately. Also good.
  • a plurality of auxiliary points (a1 to a4) may be set on a straight line that passes through the measurement point A and is substantially parallel to the intima surface (for example, circumscribing a boundary line corresponding to the intima surface).
  • the tracking point setting unit 40 sets a plurality of auxiliary points (b1 to b4) on a straight line passing through the measurement point B perpendicular to the straight line AB, for example.
  • preset values may be used or appropriately adjusted.
  • a plurality of auxiliary points (b1 to b4) may be set on a straight line that passes through the measurement point B and is substantially parallel to the intima surface (for example, circumscribing a boundary line corresponding to the intima surface).
  • a template is set for each tracking point.
  • a solid line rectangle surrounding each tracking point indicated by a black circle is a specific example of the template.
  • the size of the template is, for example, M ⁇ N (M and N are both natural numbers), that is, M pixels in the horizontal direction and N pixels in the vertical direction.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining a specific example of the tracking process for each tracking point.
  • FIG. 4 shows a specific example of the tracking process related to the measurement point A as a representative example of the plurality of tracking points, and the movement destination related to the measurement point A in the reference frame f is searched in the search frame f + 1.
  • the reference frame f and the search frame f + 1 are adjacent to each other in time (in terms of time).
  • a frame in a characteristic time phase such as end diastole or end systole may be used as a reference.
  • FIG. 4 there is a measurement point A at the coordinates (3, 3) in the reference frame f, that is, at the position where the X coordinate is 3 and the Y coordinate is 3.
  • a measurement point A at the center of a rectangular area surrounded by a solid line corresponding to the coordinates (3, 3) corresponds to the template of the measurement point A.
  • the search area is set so as to include the area (A) corresponding to the measurement point A.
  • the search area is an area where the X coordinate is 1 to 5 and the Y coordinate is 1 to 5 in the search frame f + 1.
  • Various known methods can be used for setting the search area.
  • the entire image of the search frame f + 1 may be used as the search area.
  • the tracking processing unit 50 moves the template of the measurement point A within the search area of the search frame f + 1, and at each movement position, the tracking processing unit 50 includes a plurality of pixels in the template of the reference frame f and a plurality of pixels at each movement position of the search frame f + 1. Based on the pixel, a correlation calculation is performed to calculate a correlation evaluation value. For example, in the specific example shown in FIG. 4, an evaluation value is calculated for each coordinate in the search frame f + 1, and an evaluation value map showing the distribution of evaluation values in the search area of the search frame f + 1 is formed.
  • the correlation evaluation value is a numerical value indicating the degree of correlation between image data (similarity).
  • the evaluation value is a negative (minus) numerical value, and the evaluation value is smaller ( The larger the absolute value), the greater the degree of similarity.
  • the evaluation value shown in FIG. 4 is merely one specific example, and various known mathematical formulas related to correlation calculation can be used to calculate the evaluation value.
  • the tracking processing unit 50 executes the tracking process described with reference to FIG. 4 for each of the plurality of tracking points, and obtains an evaluation value map in the search frame f + 1 for each tracking point. That is, the evaluation value map is calculated for each auxiliary point (a1 to a4) in the same way as the evaluation value map related to the measurement point A (FIG. 4), and the evaluation value map related to the measurement point B and each auxiliary point ( An evaluation value map for each of b1 to b4) is also calculated.
  • the tracking processing unit 50 uses the evaluation value map related to a plurality of auxiliary points (a1 to a4) in addition to the evaluation value map related to the measurement point A, and In tracking the movement, in addition to the evaluation value map related to the measurement point B, the evaluation value map related to a plurality of auxiliary points (b1 to b4) is used.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a specific example of tracking measurement points using a plurality of auxiliary points.
  • FIG. 5 shows a specific example of tracking related to the measurement point A as a representative example of the two measurement points A and B.
  • the tracking processing unit 50 uses the evaluation value map related to a plurality of auxiliary points (a1 to a4) in addition to the evaluation value map related to the measurement point A.
  • FIG. 5 shows a specific example of an evaluation value map of measurement point A and an evaluation value map of a plurality of auxiliary points (a1 to a4) in the same search frame (for example, search frame f + 1 in FIG. 4).
  • the evaluation value map of each tracking point serves as an index for knowing the movement destination (position in the search frame) of the tracking point.
  • the evaluation value map of the measurement point A is the minimum at the coordinate (2, 4), that is, the X coordinate is 2 and the Y coordinate is 4, and the movement destination of the measurement point A is the coordinate. This indicates that there is a high possibility of being (2, 4).
  • this evaluation value map is a value obtained by correlation calculation from only the measurement point A, for example, the evaluation value may be minimum at an image location that coincides (approximates) with the measurement point A. There is a possibility that the true destination of the point A cannot be detected and the destination is erroneously detected.
  • the tracking processing unit 50 preferably evaluates the evaluation values related to the plurality of auxiliary points (a1 to a4) corresponding to the measurement point A in order to suppress the possibility of erroneous detection and preferably to prevent erroneous detection.
  • the evaluation value map of the measurement point A and the evaluation value maps of the plurality of auxiliary points (a1 to a4) are added, and the comprehensive evaluation value map related to the measurement point A is calculated.
  • the measurement point A and the plurality of auxiliary points (a1 to a4) are at different positions in the real space (see FIG. 3), in the addition of the evaluation value map, the measurement point A and the plurality of auxiliary points (a1 to a4) a4) are overlaid at the same position.
  • the center point of the evaluation value map of the measurement point A (position of the measurement point A before movement), that is, the position of the coordinates (3, 3) in the specific example of FIG.
  • the evaluation value maps of the auxiliary points (a1 to a4) are translated so that the center positions of the evaluation value maps (positions of the auxiliary points before movement) overlap, and a plurality of evaluation value maps (in the specific example of FIG. 5) Five evaluation value maps) are superimposed. Then, the evaluation value of the measurement point A and the evaluation values of the plurality of auxiliary points (a1 to a4) are added for each coordinate, and a comprehensive evaluation value map showing the evaluation value after the addition for each coordinate is obtained.
  • the evaluation value map of only the measurement point A shown in FIG. 5 is the smallest in the coordinates (2, 4), whereas the measurement point in the comprehensive evaluation map that refers to the movement of the plurality of auxiliary points (a1 to a4).
  • the movement destination of A indicates that the coordinates are (4, 2). That is, in the specific example of FIG. 5, in the evaluation value map of only the measurement point A, the movement destination of the measurement point A may be erroneously detected as the coordinates (2, 4), whereas the comprehensive evaluation In the value map, the movement of a plurality of auxiliary points (a1 to a4) having a high probability of being very similar to the movement of the measurement point A is referred to, and the coordinates (4, 2) considered as the original movement destination of the measurement point A are obtained. It can be detected.
  • dynamic programming it is desirable to use dynamic programming to add the evaluation value map of measurement point A and the evaluation value maps of a plurality of auxiliary points (a1 to a4).
  • dynamic programming for example, processing described below is performed.
  • the evaluation value map is added in the order of the auxiliary point a4, auxiliary point a2, measurement point A, auxiliary point a1, auxiliary point a3 (arrangement order shown in FIG. 3).
  • the coordinates (4, 2) of the evaluation value map of the auxiliary point a2 that is, the position where the X coordinate is 4 and the Y coordinate is 2
  • the same coordinate (4,2) in the evaluation value map of the auxiliary point a4 is added to the evaluation value of the evaluation value map (4,2) of the auxiliary point a2.
  • the vicinity range including the attention point for example, the X direction and the Y direction
  • the evaluation value map is searched, and the best evaluation value (smallest evaluation value) in the search range of the auxiliary point a4 is added to the evaluation value at the attention point of the auxiliary point a2.
  • the above-described addition process is performed using each coordinate as the attention point for all coordinates in the evaluation value map of the auxiliary point a2. Is executed. Thereby, the evaluation value map of the auxiliary point a4 and the evaluation value map of the auxiliary point a2 are added, and the evaluation value map of the auxiliary point a2 is updated to the evaluation value after the addition.
  • the updated evaluation value map of the auxiliary point a2 and the evaluation value map of the measurement point A are added. Also in this addition, the specific example described above is applied. That is, each coordinate is regarded as a point of interest for all coordinates in the evaluation value map of the measurement point A, the evaluation value map of the auxiliary point a2 is searched in the search range including the point of interest, and the best evaluation value (after update) in the search range Is added to the evaluation value at the attention point of the measurement point A. Thereby, the updated evaluation value map of the auxiliary point a2 and the evaluation value map of the measurement point A are added, and the evaluation value map of the measurement point A is updated to the evaluation value after the addition.
  • the updated evaluation value map of the measurement point A and the evaluation value map of the auxiliary point a1 are added according to the specific example described above to update the evaluation value map of the auxiliary point a1, and the evaluation of the updated auxiliary point a1 is further performed.
  • the value map and the evaluation value map of the auxiliary point a3 are added according to the specific example described above, and the evaluation value map of the auxiliary point a3 is updated.
  • the updated evaluation value map of the auxiliary point a3 obtained in this way follows the optimum evaluation value in the evaluation value map of the auxiliary point a4, auxiliary point a2, measurement point A, auxiliary point a1, auxiliary point a3. It can be said.
  • the coordinates of the best evaluation value (the smallest evaluation value after the update) in the evaluation value map after the auxiliary point a3 is updated are set as the selection point of the auxiliary point a3.
  • the selection point of the auxiliary point a1 is then determined.
  • the evaluation value map of the auxiliary point a1 is searched in the search range including the selected point (target point). Therefore, the evaluation value map of the auxiliary point a1 is searched in the search range including the selection point of the auxiliary point a3, and the best evaluation value (the smallest evaluation value after update) in the search range is selected as the selection point of the auxiliary point a1. .
  • the selection points are sequentially determined in the order of the measurement point A, the auxiliary point a2, and the auxiliary point a4. That is, the evaluation value map of the measurement point A is searched in the search range including the selection point of the auxiliary point a1, and the best evaluation value (the smallest evaluation value after the update) is set as the selection point of the measurement point A in the search range. . Further, the evaluation value map of the auxiliary point a2 is searched in the search range including the selection point of the measurement point A, and the best evaluation value (the smallest evaluation value after update) in the search range is set as the selection point of the auxiliary point a2. .
  • the evaluation value map of the auxiliary point a4 is searched in the search range including the selection point of the auxiliary point a2, and the best evaluation value (the smallest evaluation value after update) is selected as the selection point of the auxiliary point a4 in the search range. .
  • the evaluation value map is added in the order of auxiliary point a4, auxiliary point a2, measuring point A, auxiliary point a1, auxiliary point a3, auxiliary point a3, auxiliary point a1, measuring point A, auxiliary point.
  • the selection points are determined in the order of a2 and auxiliary point a4.
  • the evaluation value map is added in the order of auxiliary point a3, auxiliary point a1, measurement point A, auxiliary point a2 and auxiliary point a4.
  • the selection points may be determined in the order of auxiliary point a4, auxiliary point a2, measurement point A, auxiliary point a1, and auxiliary point a3.
  • the selected point for each of the measurement point A and the plurality of auxiliary points (a1 to a4) is determined by dynamic programming.
  • the coordinates of the measurement point A at the selected point are set as the movement destination (coordinate after movement) of the measurement point A.
  • the movement destination of the measurement point A may be determined based on the plurality of selection points related to the measurement point A and the plurality of auxiliary points (a1 to a4).
  • an average position an average value of coordinate values related to the X axis and the Y axis
  • the measurement point A obtained by the initial evaluation value map of the measurement point A (evaluation value map before being updated by the addition process) It may be determined whether or not the destination is valid, and the true destination of the measurement point A may be determined.
  • the vicinity range including the selected point of the measurement point A obtained by dynamic programming specifically, the range from +1 to ⁇ 1 centered on the coordinates of the selected point in each of the X direction and the Y direction is set as the search range.
  • the initial evaluation value map of the measurement point A is searched. If the movement destination of the measurement point A obtained from only the initial evaluation value map of the measurement point A (coordinates (2, 4) in the specific example of FIG.
  • the movement destination is determined as the measurement point A. If it is not within the search range, the selected point of the measurement point A obtained by dynamic programming is set as the true destination.
  • the true movement destination of the measurement point A may be determined based on the movement destination and the selected point. For example, the movement destination obtained only from the initial evaluation value map of the measurement point A and the average position (middle point) of the selection points of the measurement point A obtained by dynamic programming are the true movement destination of the measurement point A. It is good.
  • the tracking processing unit 50 detects the position of the measurement point A in the search frame f + 1 by the process described with reference to FIGS. 4 and 5, for example, the next time phase frame f + 2 is used as the search frame, for example, FIG.
  • the processing described with reference to FIG. 5 is executed to detect the position of the measurement point B in the frame f + 2.
  • the tracking processing unit 50 tracks the movement of the measurement point A over a plurality of frames of image data stored in the cine memory, and further performs the same processing as the tracking of the measurement point A over a plurality of frames.
  • the movement of the measurement point B is also tracked.
  • the tracking processing unit 50 tracks the movement of the measurement point A and the measurement point B over a plurality of frames, for example, within a period corresponding to one heartbeat, a plurality of tracking results obtained by a plurality of tracking processes. Based on the above, the movement of the measurement point A and the measurement point B within the period may be tracked. For example, the tracking processing unit 50 performs the tracking process in the forward direction and the tracking process in the reverse direction within a period corresponding to one heartbeat, and combines the tracking result in the forward direction and the tracking result in the reverse direction. The movement of the measurement point A and the measurement point B during the period may be tracked.
  • FIG. 6 is a diagram showing a specific example of combining the tracking results in the forward direction and the backward direction.
  • FIG. 6 shows a specific example (see FIG. 2) of the heartbeat waveform formed in the heartbeat measuring unit 30.
  • the heartbeat measuring unit 30 detects the time phase of the end systole ES where the average luminance is maximized and the time phase of the end diastole ED where the average luminance is minimized within the heartbeat waveform in which the average luminance is periodically changed.
  • the tracking processing unit 50 executes the tracking process in the forward direction and the reverse direction, for example, within one heartbeat period specified by the time phase of the end diastole ED or the time phase of the end systole ES.
  • FIG. 6 illustrates a specific example in which a period of one heartbeat from the end diastole ED1 to the next end diastole ED2 through the end systole ES1 is a processing target.
  • the tracking processing unit 50 first derives the corresponding position of the measurement point A in the end diastole ED2 frame for the measurement point A in the end diastole ED1 frame.
  • the position corresponding to the measurement point A in the frame of the end diastole ED2 is specified by pattern matching based on the correlation calculation using the template corresponding to the measurement point A in the end diastole ED1.
  • the position of the measurement point A in the frame of the end diastole ED2 may be specified by processing referring to the movement of the plurality of auxiliary points (a1 to a4) related to the measurement point A (see FIG. 5).
  • the tracking processing unit 50 tracks the movement of the measurement point A in the end diastole ED1 in the forward direction. That is, the movement of the measurement point A in the end diastole ED1 is tracked over a plurality of time phases, that is, over a plurality of frames in the time direction from the end diastole ED1 through the end systole ES1 to the end diastole ED2.
  • the tracking processing unit 50 tracks the movement of the measurement point A in the end diastole ED2 in the reverse direction. That is, the movement of the measurement point A in the end diastole ED2 is tracked over a plurality of time phases, that is, over a plurality of frames in the time direction from the end diastole ED2 through the end systole ES1 to the end diastole ED1.
  • the tracking processing unit 50 in tracking the movement of the measurement point A in the forward direction and the reverse direction, by processing referring to the movement of the plurality of auxiliary points (a1 to a4) related to the measurement point A (see FIG. 5), It is desirable to track the position of measurement point A within each frame.
  • the tracking processing unit 50 weights and adds the tracking result in the forward direction and the tracking result in the reverse direction at a ratio corresponding to the temporal distance from the end diastole ED1 (or end diastole ED2) that is the starting point of tracking.
  • the movement of the measurement point A in the period of one heartbeat from the end diastole ED1 to the end diastole ED2 is tracked.
  • the coordinate value of the measurement point A that is the tracking result in the forward direction and the coordinate value of the measurement point A that is the tracking result in the reverse direction is weighted and added, and the coordinate value after the synthesis of the measurement point A in that time phase (that frame) is calculated. That is, the combined x coordinate is calculated by weighted addition regarding the x coordinate, and the combined y coordinate is calculated by weighted addition regarding the y coordinate.
  • FIG. 6 shows a specific example of the weighting coefficient in the weighted addition.
  • the linear function in FIG. 6 ⁇ A> shows a specific example in which the weighting coefficient is changed by the linear function according to the temporal distance from the end diastole ED1 (or end diastole ED2). That is, the forward weighting coefficient at the end diastole ED1 has a maximum value of 1, and the forward weighting coefficient decreases linearly with time away from the end diastole ED1, and the forward weighting coefficient at the end diastole ED2 becomes the minimum value 0.
  • the backward weighting coefficient is a value obtained by subtracting the forward weighting coefficient from the maximum value 1.
  • the sigmoid function in FIG. 6 ⁇ B> shows a specific example in which the weighting coefficient is changed by the sigmoid function according to the temporal distance from the end diastole ED1 (or end diastole ED2). That is, the forward weighting coefficient at the end diastole ED1 has a maximum value of 1, and the forward weighting coefficient decreases in a curve according to the sigmoid function as the distance from the end diastole ED1 increases, and the forward weighting coefficient at the end diastole ED2 decreases.
  • the weighting coefficient is the minimum value 0.
  • the backward weighting coefficient is a value obtained by subtracting the forward weighting coefficient from the maximum value 1.
  • the forward tracking result in the vicinity of the end diastole ED1 is further respected, and the reverse tracking result in the vicinity of the end diastole ED2 is further respected.
  • the curvature of the sigmoid function is desirably adjusted appropriately.
  • the tracking processing unit 50 also performs the tracking process in the forward direction and the reverse direction similar to the above-described measurement point A for the measurement point B, and weights and adds the tracking result in the forward direction and the tracking result in the reverse direction.
  • the movement of the measurement point B is tracked during one heartbeat period from the end diastole ED1 to the end diastole ED2.
  • the tracking processing unit 50 executes, for example, a tracking process based on autocorrelation and a tracking process based on cross correlation within a period corresponding to one heartbeat, and combines the tracking result based on autocorrelation and the tracking result based on cross correlation. You may track the movement of the measurement point A and the measurement point B within the period.
  • FIG. 7 is a diagram showing a specific example of synthesizing the autocorrelation and cross-correlation tracking results.
  • FIG. 7 shows a specific example (see FIG. 2) of the heartbeat waveform formed in the heartbeat measuring unit 30.
  • the tracking processing unit 50 executes, for example, autocorrelation and cross-correlation tracking processing within one heartbeat period specified by the time phase of the end diastole ED or the time phase of the end systole ES.
  • FIG. 7 shows a specific example in which one heartbeat period from the end diastole ED1 through the end systole ES1 to the next end diastole ED2 is a processing target.
  • the tracking processing unit 50 uses both autocorrelation and cross-correlation operations to track the movement of the measurement point A in the end diastole ED1 in the forward direction (see FIG. 6).
  • autocorrelation the frame at the end diastole ED1 is used as a reference, and the position corresponding to the measurement point A is specified in each frame (search frame) by correlation calculation using the template of the measurement point A at the end diastole ED1.
  • search frame the position corresponding to the measurement point A in the frame f + 1 (search frame) is obtained by the correlation calculation using the template of the measurement point A in the frame f for the adjacent frames f and f + 1. Identified.
  • the tracking processing unit 50 uses dynamic programming that refers to the movements of a plurality of auxiliary points (a1 to a4) related to the measurement point A when tracking the movement of the measurement point A using autocorrelation and cross-correlation. It is desirable to track the position of the measurement point A in each frame by the processing based on the reference (see FIG. 5). For example, in tracking using autocorrelation, a correlation evaluation value (see FIG. 4) is calculated based on the calculation of autocorrelation, and in tracking using crosscorrelation, the correlation evaluation value is calculated based on the calculation of crosscorrelation. Calculated.
  • the tracking processing unit 50 weights and adds the autocorrelation tracking result and the cross-correlation tracking result at a ratio corresponding to the temporal distance from the end diastole ED1 (or end diastole ED2), so that the end diastole ED1. To the movement of the measurement point A in the period of 1 heartbeat from the end diastole ED2.
  • the coordinate value of the measurement point A that is the tracking result of autocorrelation and the coordinate of the measurement point A that is the tracking result of cross-correlation is weighted and added, and the coordinate value after the synthesis of the measurement point A in that time phase (that frame) is calculated. That is, the combined x coordinate is calculated by weighted addition regarding the x coordinate, and the combined y coordinate is calculated by weighted addition regarding the y coordinate.
  • FIG. 7 shows a specific example of the autocorrelation weighting coefficient in the weighted addition.
  • the autocorrelation weighting coefficient is linearly changed according to the temporal distance from the end diastole ED1 (or end diastole ED2).
  • the autocorrelation weighting coefficient at the end diastole ED1 has a maximum value of 1
  • the autocorrelation weighting coefficient decreases linearly with time away from the end diastole ED1
  • the autocorrelation weighting coefficient at the end systole ES1 Becomes the minimum value 0.
  • the cross correlation weighting coefficient is a value obtained by subtracting the autocorrelation weighting coefficient from the maximum value of 1.
  • the measurement point A can be tracked.
  • the tracking processing unit 50 also uses both autocorrelation and cross-correlation operations when tracking the movement of the measurement point A in the end diastole ED2 in the reverse direction (see FIG. 6).
  • autocorrelation the frame at the end diastole ED2 is used as a reference, and the position corresponding to the measurement point A in each frame (search frame) is specified by the correlation calculation using the template of the measurement point A at the end diastole ED2.
  • search frame the position corresponding to the measurement point A in the frame f (search frame) is specified in the frame f and the frame f + 1 by the correlation calculation using the template of the measurement point A in the frame f + 1.
  • the tracking processing unit 50 also performs the autocorrelation and cross-correlation tracking processing similar to the above-described measurement point A for the measurement point B, and weights and adds the autocorrelation tracking result and the cross-correlation tracking result.
  • the movement of the measurement point B in the forward direction and the reverse direction in the period of one heartbeat from the end diastole ED1 to the end diastole ED2 is tracked.
  • the FS measurement unit 60 serves as a diagnostic index for the fetal heart.
  • the left chamber diameter shortening rate (FS: Fractional Shortening) is calculated.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining a calculation example of the left chamber inner diameter shortening rate (FS).
  • the FS measurement unit 60 calculates the distance (distance between two points) between the measurement point A and the measurement point B for each time phase over a plurality of time phases based on the tracking result of the measurement point A and the measurement point B. calculate.
  • FIG. 8 shows a change waveform of the distance between two points over a plurality of time phases. Since the fetal heart periodically expands and contracts, the measurement point A and the measurement point B (see FIG. 3) change with the expansion and contraction motion, and the change in the distance between the two points as in the specific example shown in FIG. A waveform is obtained. That is, the distance between the two points decreases with the contraction of the heart, so the distance between the two points becomes the minimum value LVDsn at the end systole, and the distance between the two points increases with the expansion of the heart. The distance between the two points is the maximum value LVDdn. Thereby, as in the specific example shown in FIG. 8, a change waveform is obtained in which the distance between two points is periodically changed and LVDsn and LVDdn are periodically repeated.
  • FS measurement unit 60 calculates a left chamber inner diameter shortening rate (FS) by the following equation based on the distance between two points of measurement point A and measurement point B. Alternatively,% FS (percent FS) may be calculated by multiplying the result of Formula 1 by 100 (percent).
  • the FS (% FS) calculated by the FS measuring unit 60 is displayed on the display unit 72 via the display processing unit 70.
  • a heartbeat waveform (FIG. 2) or a change waveform of the distance between two points (FIG. 8) may be displayed on the display unit 72.

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Abstract

　追跡処理部（５０）は、追跡期間内において複数態様の追跡処理を実行し、複数態様の追跡処理により得られる複数の追跡結果に基づいて、追跡期間内における計測点の動きを追跡する。また、追跡処理部（５０）は、計測点とその補助点からなる複数の追跡点について、追跡期間内において各追跡点ごとに追跡処理を実行し、複数の追跡点から得られる複数の追跡結果に基づいて、追跡期間内における計測点の動きを追跡する。

Description

超音波診断装置
　本発明は、胎児を診断する超音波診断装置に関する。
　超音波診断装置は、生体内における組織等の診断のために利用されており、特に胎児などの診断において極めて有用な装置である。ところが、胎児そのものは比較的小さく、その心臓も非常に小さいために、超音波診断装置による胎児の心臓に係る診断は極めて難しい。例えば、超音波診断装置のＭモード計測やドプラ計測において、極めて小さい心臓にカーソル等を適切に設定することが難しい。こうした事情から、超音波診断装置による胎児の診断に関する様々な技術が提案されている。例えば、特許文献１には、身体の変動情報が差し引かれた心臓の運動情報に基づいて胎児の心拍情報を得ることができる画期的な技術が提案されている。
　ところで、例えば、妊娠の中期から後期における胎児の診断における指標として、心臓の左室内径短縮率（ＦＳ：Fractional Shortening）が知られている。超音波診断装置において、例えばＭモード機能を利用することにより心臓のＦＳを計測することができる。しかし、Ｍモードにおける計測ラインはプローブに対して通常は固定的であるのに対し、例えば、胎児の心臓は、胎児の体動や母体の呼吸や脈拍などの影響により、プローブに対して動いてしまう場合があり、Ｍモードによる高精度なＦＳ計測が困難であった。
　また、超音波画像を利用した画像の追跡技術（トラッキング技術）を利用し、胎児の心臓の動きを追跡しつつＦＳ計測を行おうとしても、例えば乳頭筋や僧帽弁などの動きの影響により、ＦＳ計測において必要な計測箇所を高精度に追跡することが難しい。
特開２０１３－１９８６３６号公報
　本発明は、上述した背景技術に鑑みて成されたものであり、その目的は、胎児の心臓に関する計測点の動きを追跡するにあたり追跡の精度を向上させることにある。
　上記目的にかなう好適な超音波診断装置は、超音波を送受するプローブと、プローブを送信制御して超音波の受信信号を得る送受信部と、超音波の受信信号に基づいて胎児の心臓を含む超音波画像を形成する画像形成部と、超音波画像内において胎児の心臓に関する計測点の動きを追跡する追跡処理部と、を有し、前記追跡処理部は、追跡期間内において複数態様の追跡処理を実行し、複数態様の追跡処理により得られる複数の追跡結果に基づいて、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、ことを特徴とする。
　上記装置において、追跡処理部は、追跡期間内で複数態様の追跡処理を実行する。複数態様の追跡処理は、互いに処理の態様が異なることが望ましい。例えば、追跡処理における時間方向や相関演算などを互いに異ならせた複数態様の追跡処理が望ましい。
　上記装置によれば、複数態様の追跡処理により得られる複数の追跡結果に基づいて計測点の動きが追跡されるため、例えば、複数態様の追跡処理のうち追跡の状況に応じた好適な態様を重視することにより、計測点の動きに関する追跡の精度が向上する。
　望ましい具体例において、前記追跡処理部は、前記追跡期間内において時間経過の順方向の追跡処理と逆方向の追跡処理を実行し、順方向の追跡結果と逆方向の追跡結果を総合して、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記追跡処理部は、胎児の心臓の拡張収縮運動において周期的に現れる特徴時相から特徴時相までを前記追跡期間とし、当該追跡期間内において、一方の特徴時相を起点として他方の特徴時相へ向かう順方向の追跡処理と、他方の特徴時相を起点として一方の特徴時相へ向かう逆方向の追跡処理と、を実行し、起点となる特徴時相からの時間的距離に応じた割合で順方向の追跡結果と逆方向の追跡結果を重みづけ加算することにより、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記追跡処理部は、前記追跡期間内において自己相関による追跡処理と相互相関による追跡処理を実行し、自己相関による追跡結果と相互相関による追跡結果を総合して、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記追跡処理部は、胎児の心臓の拡張収縮運動において周期的に現れる特徴時相から特徴時相までを前記追跡期間とし、時間的に特徴時相に近いほど自己相関の割合を大きくして自己相関による追跡結果と相互相関による追跡結果を重みづけ加算することにより、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記追跡処理部は、計測点とその補助点からなる複数の追跡点について、前記追跡期間内において各追跡点ごとに追跡処理を実行し、複数の追跡点から得られる複数の追跡結果に基づいて、前記追跡期間内における計測点の動きを追跡することを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記追跡処理部は、複数の追跡点から得られる複数の追跡結果を利用した動的計画法により計測点の動きを追跡する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記超音波診断装置は、超音波画像内において胎児の心臓に設定された２つの計測点について各計測点ごとに動きを追跡し、胎児の心拍の少なくとも１周期に亘って、２つの計測点間の距離に係る時間的な変化を導出する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記超音波診断装置は、胎児の心臓に設定された前記２つの計測点間の距離に係る時間的な変化に基づいて、当該胎児の心臓に係るＦＳ値を算出することを特徴とする。
　本発明により、胎児の心臓に関する計測点の動きを追跡するにあたり追跡の精度が向上する。
本発明の実施において好適な超音波診断装置の全体構成図である。 心拍計測部において得られる心拍波形の具体例を示す図である。 追跡点設定部により設定される複数の追跡点の具体例を示す図である。 各追跡点に関する追跡処理の具体例を説明するための図である。 複数の補助点を利用した計測点の追跡の具体例を説明するための図である。 順方向と逆方向の追跡結果を合成する具体例を示す図である。 自己相関と相互相関の追跡結果を合成する具体例を示す図である。 左室内径短縮率（ＦＳ）の算出例を説明するための図である。
　図１は、本発明の実施において好適な超音波診断装置の全体構成を示す図である。プローブ１０は、胎児を含む診断領域に超音波を送受する超音波探触子である。プローブ１０は、超音波を送受する複数の振動素子を備えており、複数の振動素子が送受信部１２により送信制御されて送信ビームが形成される。また、複数の振動素子が診断領域から超音波を受波し、これにより得られた信号が送受信部１２へ出力され、送受信部１２が受信ビームを形成して受信信号（エコーデータ）を得る。なお、超音波の送受において送信開口合成等の技術が利用されてもよい。
　画像形成部２０は、送受信部１２から得られる受信信号に基づいて超音波画像の画像データを形成する。画像形成部２０は、受信信号に対して、必要に応じて、ゲイン補正、ログ圧縮、検波、輪郭強調、フィルタ処理等の信号処理を行うことにより、例えば、胎児を映し出した断層画像（Ｂモード画像）の画像データを各フレームごとに（各時相ごとに）複数フレームに亘って形成する。
　画像形成部２０において形成された断層画像の画像データは、例えばシネメモリに一時的に記憶される。シネメモリは画像形成部２０が備えていてもよいし、画像形成部２０の外部に設けられてもよい。また、画像形成部２０において形成された画像データ、例えばシネメモリに記憶された画像データは、表示処理部７０において表示処理され、その画像データに対応した断層画像が表示部７２に表示される。
　心拍計測部３０と追跡点設定部４０と追跡処理部５０は、画像形成部２０において形成された画像データ、例えばシネメモリに記憶された画像データを処理対象とする。心拍計測部３０は、画像データに基づいて胎児の心拍（心臓の拡張収縮運動）を計測する。追跡点設定部４０は、断層画像の画像データ内に、胎児の心臓に関する計測において必要な複数の追跡点を設定する。追跡処理部５０は、画像データの複数フレームに亘って各追跡点の動きを追跡する。
　ＦＳ計測部６０は、複数の追跡点に関する追跡結果に基づいて、胎児の心臓に関する診断の指標となる左室内径短縮率（ＦＳ：Fractional Shortening）を算出する。算出されたＦＳは、表示処理部７０を介して表示部７２に表示される。なお、心拍計測部３０と追跡点設定部４０と追跡処理部５０とＦＳ計測部６０における処理については後にさらに詳述する。
　制御部９０は、図１の超音波診断装置内を全体的に制御する。制御部９０による全体的な制御には、操作デバイス８０を介してユーザから受け付けた指示も反映される。
　図１に示す構成（符号を付された各部）のうち、送受信部１２，画像形成部２０，心拍計測部３０，追跡点設定部４０，追跡処理部５０，ＦＳ計測部６０，表示処理部７０の各部は、例えば、電気電子回路やプロセッサ等のハードウェアを利用して実現することができ、その実現において必要に応じてメモリ等のデバイスが利用されてもよい。また、上記各部に対応した機能の少なくとも一部をコンピュータにより実現してもよい。つまり、上記各部に対応した機能の少なくとも一部が、ＣＰＵやプロセッサやメモリ等のハードウェアと、ＣＰＵやプロセッサの動作を規定するソフトウェア（プログラム）との協働により実現されてもよい。
　表示部７２の好適な具体例は、液晶ディスプレイ等であり、操作デバイス８０は、例えば、マウス、キーボード、トラックボール、タッチパネル、その他のスイッチ類等のうちの少なくとも一つにより実現できる。そして、制御部９０は、例えば、ＣＰＵやプロセッサやメモリ等のハードウェアと、ＣＰＵやプロセッサの動作を規定するソフトウェア（プログラム）との協働により実現することができる。
　図１の超音波診断装置の全体構成は以上のとおりである。次に、当該超音波診断装置における処理の具体例について説明する。なお、図１に示した構成（符号を付した各部）については、以下の説明において図１の符号を利用する。
　図２は、心拍計測部３０において得られる心拍波形の具体例を示す図である。図２には横軸を時間軸（複数フレームに亘る画像データのフレーム番号）とし、縦軸に振幅である平均輝度を示した心拍波形が図示されている。
　図２の心拍波形を得るにあたり、まず、断層画像の画像データ内において胎児の心臓に対して関心領域が設定される。例えば、操作デバイス８０を介して入力されるユーザ操作に応じて関心領域が設定される。ユーザは、例えば、表示部７２に映し出される断層画像を見ながら、例えば胎児の心臓（特に心臓壁）が含まれるように、操作デバイス８０を操作して関心領域の位置や大きさを設定する。なお、図１の超音波診断装置が、断層画像内の画像状態を解析して胎児の心臓に関心領域を設定してもよい。
　関心領域は、胎児の心臓の動きが検出され易い箇所に設定されることが望ましい。具体的には、例えば、比較的高い輝度となる胎児の心臓部分が含まれるように、特に望ましくは心臓壁が含まれるように、ユーザが関心領域の位置や大きさを指定する。また、図１の超音波診断装置が、例えば二値化処理等の画像解析処理により、比較的高い輝度となる胎児の心臓部分を判定し、関心領域の位置や大きさを決定してもよい。なお、胎児の心臓の動きが検出され易い他の箇所に関心領域が設定されてもよい。
　関心領域が設定されると、心拍計測部３０は、関心領域内の画像データに基づいて胎児の心拍波形を生成する。心拍計測部３０は、例えば、関心領域内の画像データに基づいてその関心領域内における平均輝度（輝度値の平均）を算出し、シネメモリから得られる複数フレームに亘って、つまり複数の時刻に亘って平均輝度を算出することにより、図２に示す心拍波形を生成する。
　胎児の心臓は周期的に拡張収縮運動するため、平均輝度が拡張収縮運動に伴って変化して、例えば図２に示す具体例のような心拍波形が得られる。例えば、心臓壁が含まれるように関心領域が設定されていると、心臓の収縮に伴って関心領域内における心筋の割合が高くなるため平均輝度が大きくなり、心臓の拡張に伴って関心領域内における心腔の割合が高くなるため平均輝度が小さくなる。これにより、図２に示す具体例のように、平均輝度を周期的に変化させ、周期的に拡張末期ＥＤと収縮末期ＥＳを繰り返す心拍波形が得られる。
　なお、平均輝度に代えて、画像データの時相間（フレーム間）における相関値から心拍波形が生成されてもよい。また、関心領域を複数のブロックに分割し、各ブロックごとに心拍波形を形成して、複数のブロックに対応した複数の心拍波形の中から、信頼性の高い心拍波形が選択されてもよい。
　図３は、追跡点設定部４０により設定される複数の追跡点の具体例を示す図である。図３には、断層画像内における胎児の心臓（例えば左室の内腔部分）が図示されている。図１の超音波診断装置は、胎児の心臓に係る各種の計測機能を備えており、特に、左室内径短縮率（ＦＳ）の計測において好適な機能を備えている。ＦＳ計測においては、心臓（例えば左室）に対して、２つの計測点Ａ，Ｂが設定される。
　２つの計測点Ａ，Ｂは、例えば、操作デバイス８０を介して入力されるユーザ操作に応じて設定される。ユーザは、例えば、表示部７２に映し出される断層画像を見ながら、ＦＳ計測を行いたい２箇所の位置を指定する。追跡点設定部４０は、ユーザにより指定された２箇所のうちの一方箇所に計測点Ａを設定して他方箇所に計測点Ｂを設定する。
　計測点Ａと計測点Ｂは、それぞれ、心臓の内膜面（心臓壁と内腔の境界面）に設定されることが望ましい。例えば、図１の超音波診断装置が、二値化処理等の画像解析処理により、断層画像内で心臓の内膜面を検出し、ユーザによる指定を省略して又はユーザにより指定された位置を修正して、計測点Ａと計測点Ｂの位置を決定してもよい。なお、胎児の心臓の動きが好適に検出され易い他の箇所に計測点Ａと計測点Ｂが設定されてもよい。
　２つの計測点Ａ，Ｂが設定されると、追跡点設定部４０は、計測点Ａ，Ｂのそれぞれの周辺に複数の補助点を設定する。例えば、図３に示すように、複数フレームに亘って各フレームごとに、計測点Ａの近傍に複数の補助点（ａ１～ａ４）が設定され、計測点Ｂの近傍に複数の補助点（ｂ１～ｂ４）が設定される。
　追跡点設定部４０は、例えば、計測点Ａと計測点Ｂを通る直線ＡＢに対して垂直な計測点Ａを通る直線上に複数の補助点（ａ１～ａ４）を設定する。計測点Ａから各補助点までの距離や、計測点Ａと複数の補助点（ａ１～ａ４）からなる複数点の間隔は、予め設定された値が利用されてもよいし適宜に調整されてもよい。なお、計測点Ａを通り内膜面にほぼ平行な（例えば内膜面に対応した境界線に外接する）直線上に複数の補助点（ａ１～ａ４）が設定されてもよい。
　また、追跡点設定部４０は、例えば、直線ＡＢに対して垂直な計測点Ｂを通る直線上に複数の補助点（ｂ１～ｂ４）を設定する。計測点Ｂから各補助点までの距離や、計測点Ｂと複数の補助点（ｂ１～ｂ４）からなる複数点の間隔は、予め設定された値が利用されてもよいし適宜に調整されてもよい。なお、計測点Ｂを通り内膜面にほぼ平行な（例えば内膜面に対応した境界線に外接する）直線上に複数の補助点（ｂ１～ｂ４）が設定されてもよい。
　計測点Ａとそれに対応した複数の補助点（ａ１～ａ４）が設定され、計測点Ｂとそれに対応した複数の補助点（ｂ１～ｂ４）が設定されると、それら全点（図３の具体例においては１０点）が追跡点とされ、追跡処理部５０により各追跡点の動きが追跡される。
　各追跡点に関する追跡処理においては、各追跡点ごとにテンプレートが設定される。例えば、図３において、黒丸で示される各追跡点を取り囲む実線の矩形がテンプレートの具体例である。テンプレートのサイズは、例えばＭ×Ｎ（Ｍ，Ｎは共に自然数）つまり横方向にＭ画素、縦方向にＮ画素とされる。
　図４は、各追跡点に関する追跡処理の具体例を説明するための図である。図４には、複数の追跡点のうちの代表例として計測点Ａに関する追跡処理の具体例が図示されており、基準フレームｆ内の計測点Ａに関する移動先が探索フレームｆ＋１内で探索される。図４の具体例において、基準フレームｆと探索フレームｆ＋１は、互いに時間的に（時相的に）隣接するフレームである。なお、基準フレームｆに代えて、例えば、拡張末期または収縮末期などの特徴時相のフレームが基準とされてもよい。
　図４に示す具体例では、基準フレームｆ内の座標（３，３）、つまりＸ座標が３でＹ座標が３の位置に計測点Ａがある。例えば、図４において座標（３，３）に対応した実線で囲まれた矩形の領域の中心に計測点Ａがあり、その矩形の領域が計測点Ａのテンプレートに相当する。
　さらに、探索フレームｆ＋１内において、例えば、計測点Ａに対応した領域（Ａ）を含むように探索領域が設定される。図４に示す具体例では、探索フレームｆ＋１内においてＸ座標が１～５でＹ座標が１～５までの領域が探索領域となる。なお、探索領域の設定には、公知の様々な手法を利用することができる。もちろん、探索フレームｆ＋１の画像全体を探索領域としてもよい。
　追跡処理部５０は、探索フレームｆ＋１の探索領域内において、計測点Ａのテンプレートを移動させつつ、各移動位置において、基準フレームｆのテンプレート内における複数画素と、探索フレームｆ＋１の各移動位置における複数画素とに基づいて、相関演算を行い相関の評価値を算出する。例えば、図４に示す具体例において、探索フレームｆ＋１内の各座標ごとに評価値が算出され、探索フレームｆ＋１の探索領域内における評価値の分布を示した評価値マップが形成される。
　相関の評価値は、画像データ間の相関関係の程度（類似の程度）を示す数値であり、図４の具体例において、評価値は負（マイナス）の数値であり、評価値が小さいほど（絶対値が大きいほど）類似の程度が大きいことを示している。なお、図４に示す評価値は、あくまでも具体例の一つに過ぎず、評価値を算出するにあたっては、相関演算に係る各種の公知の数式等を利用することができる。
　追跡処理部５０は、複数の追跡点の各々について、図４を利用して説明した追跡処理を実行し、各追跡点ごとに探索フレームｆ＋１における評価値マップを得る。つまり、計測点Ａに係る評価値マップ（図４）と同様に、各補助点（ａ１～ａ４）ごとに評価値マップが算出され、さらに、計測点Ｂに係る評価値マップと各補助点（ｂ１～ｂ４）ごとの評価値マップも算出される。
　そして、追跡処理部５０、計測点Ａの動きを追跡するにあたり、計測点Ａに係る評価値マップに加え、複数の補助点（ａ１～ａ４）に係る評価値マップを利用し、計測点Ｂの動きを追跡するにあたり、計測点Ｂに係る評価値マップに加え、複数の補助点（ｂ１～ｂ４）に係る評価値マップを利用する。
　図５は、複数の補助点を利用した計測点の追跡の具体例を説明するための図である。図５には、２つの計測点Ａ，Ｂのうちの代表例として、計測点Ａに関する追跡の具体例が図示されている。
　追跡処理部５０、計測点Ａの動きを追跡するにあたり、計測点Ａに係る評価値マップに加え、複数の補助点（ａ１～ａ４）に係る評価値マップを利用する。図５には、同じ探索フレーム（例えば図４の探索フレームｆ＋１）における計測点Ａの評価値マップと、複数の補助点（ａ１～ａ４）の評価値マップの具体例が図示されている。
　各追跡点の評価値マップは、その追跡点の移動先（探索フレームにおける位置）を知る上での指標となる。例えば、図５に示す具体例において、計測点Ａの評価値マップは、座標（２，４）つまりＸ座標が２でＹ座標が４の位置において最小であり、計測点Ａの移動先が座標（２，４）である可能性が高いことを示している。ところが、この評価値マップは、計測点Ａのみから相関演算により得られた値であるため、例えば計測点Ａに偶然に一致（近似）する画像箇所において評価値が最小となる場合があり、計測点Ａの真の移動先を検出できずに移動先を誤検出する可能性がある。
　そこで、追跡処理部５０は、誤検出の可能性を抑えるために、望ましくは誤検出が生じないようにするために、計測点Ａに対応した複数の補助点（ａ１～ａ４）に係る評価値マップを利用する。つまり、複数の補助点（ａ１～ａ４）は、計測点Ａの近傍に設定され、計測点Ａに酷似した動きとなる蓋然性が高いため、計測点Ａの移動先を検出するにあたり複数の補助点（ａ１～ａ４）の移動先を参照する。
　具体的には、計測点Ａの評価値マップと複数の補助点（ａ１～ａ４）の評価値マップが加算処理され、計測点Ａに係る総合評価値マップが算出される。計測点Ａと複数の補助点（ａ１～ａ４）は、実空間内において互いに異なる位置にあるものの（図３参照）、評価値マップの加算においては、計測点Ａと複数の補助点（ａ１～ａ４）が互いに同じ位置で重ね合わされる。
　例えば、計測点Ａの評価値マップの中心位置（移動前の計測点Ａの位置）、つまり図５の具体例において座標（３，３）の位置に、各補助点（ａ１～ａ４）に係る評価値マップの中心位置（移動前の各補助点の位置）が重なるように、各補助点（ａ１～ａ４）の評価値マップが平行移動され、複数の評価値マップ（図５の具体例において５つの評価値マップ）が重ね合される。そして、各座標ごとに、計測点Ａの評価値と複数の補助点（ａ１～ａ４）の評価値が加算され、各座標ごとに加算後の評価値を示した総合評価値マップが得られる。
　図５に示される計測点Ａのみの評価値マップは、座標（２，４）において最小であるのに対し、複数の補助点（ａ１～ａ４）の動きを参照した総合的評価マップにおける計測点Ａの移動先は座標（４，２）であることを示している。つまり、図５の具体例において、計測点Ａのみの評価値マップでは、計測点Ａの移動先を座標（２，４）であると誤検出してしまう可能性があるのに対し、総合評価値マップにおいて、計測点Ａの動きに酷似している蓋然性が高い複数の補助点（ａ１～ａ４）の動きが参照され、計測点Ａの本来の移動先と考えられる座標（４，２）が検出できる。
　また、計測点Ａの評価値マップと複数の補助点（ａ１～ａ４）の評価値マップを加算するにあたり、動的計画法を利用することが望ましい。動的計画法を利用する場合、例えば以下に説明する処理が行われる。
　動的計画法においては、例えば補助点ａ４，補助点ａ２，計測点Ａ，補助点ａ１，補助点ａ３の順（図３に示す配列順）に評価値マップが加算される。
　例えば、補助点ａ４の評価値マップと補助点ａ２の評価値マップの加算において、補助点ａ２の評価値マップの座標（４，２）すなわちＸ座標が４でＹ座標が２の位置を注目点とした場合に、動的計画法を利用しない前述の処理では、補助点ａ２の評価値マップの座標（４，２）の評価値に、補助点ａ４の評価値マップにおける同じ座標（４，２）の評価値が単純に加算されていた。
　これに対し、動的計画法を利用した処理では、補助点ａ２の評価値マップの座標（４，２）を注目点とした場合に、この注目点を含む近傍範囲、例えば、Ｘ方向とＹ方向のそれぞれについて座標（４，２）を中心として＋１から－１の範囲、具体的にはＸ軸の座標が３～５でＹ軸の座標が１～３の範囲を探索範囲として補助点ａ４の評価値マップが探索され、補助点ａ４の探索範囲において最良の評価値（最も小さい評価値）が補助点ａ２の注目点における評価値に加算される。
　補助点ａ２の座標（４，２）を注目点とした場合における加算処理の具体例について上述したが、補助点ａ２の評価値マップ内における全座標について各座標を注目点として、上述した加算処理が実行される。これにより、補助点ａ４の評価値マップと補助点ａ２の評価値マップが加算され、補助点ａ２の評価値マップが加算後の評価値に更新される。
　次に、更新された補助点ａ２の評価値マップと計測点Ａの評価値マップが加算される。この加算においても、上述した具体例が適用される。つまり、計測点Ａの評価値マップ内における全座標について各座標が注目点とされ、注目点を含む探索範囲において補助点ａ２の評価値マップが探索され、探索範囲において最良の評価値（更新後における最も小さい評価値）が計測点Ａの注目点における評価値に加算される。これにより、更新された補助点ａ２の評価値マップと計測点Ａの評価値マップが加算され、計測点Ａの評価値マップが加算後の評価値に更新される。
　また、更新された計測点Ａの評価値マップと補助点ａ１の評価値マップが上述した具体例に従って加算されて補助点ａ１の評価値マップが更新され、さらに、更新された補助点ａ１の評価値マップと補助点ａ３の評価値マップが上述した具体例に従って加算されて補助点ａ３の評価値マップが更新される。
　こうして得られた補助点ａ３の更新後の評価値マップは、補助点ａ４，補助点ａ２，計測点Ａ，補助点ａ１，補助点ａ３の評価値マップの中の最適な評価値を辿ったものと言える。そして、補助点ａ３の更新後の評価値マップの中で最良の評価値（更新後における最も小さい評価値）の座標が補助点ａ３の選択点とされる。
　補助点ａ３の選択点が決定されると、次に、補助点ａ１の選択点が決定される。前述の加算処理では、補助点ａ３の選択点における更新後の評価値を得る際に、その選択点（注目点）を含む探索範囲において補助点ａ１の評価値マップが探索されていた。そこで、補助点ａ３の選択点を含む探索範囲において補助点ａ１の評価値マップが探索され、探索範囲において最良の評価値（更新後における最も小さい評価値）が補助点ａ１の選択点とされる。
　補助点ａ１の選択点が決定されると、計測点Ａ，補助点ａ２，補助点ａ４の順に次々に選択点が決定される。つまり、補助点ａ１の選択点を含む探索範囲において計測点Ａの評価値マップが探索され、探索範囲において最良の評価値（更新後における最も小さい評価値）が計測点Ａの選択点とされる。また、計測点Ａの選択点を含む探索範囲において補助点ａ２の評価値マップが探索され、探索範囲において最良の評価値（更新後における最も小さい評価値）が補助点ａ２の選択点とされる。さらに、補助点ａ２の選択点を含む探索範囲において補助点ａ４の評価値マップが探索され、探索範囲において最良の評価値（更新後における最も小さい評価値）が補助点ａ４の選択点とされる。
　なお、上述した具体例では、補助点ａ４，補助点ａ２，計測点Ａ，補助点ａ１，補助点ａ３の順に評価値マップを加算し、補助点ａ３，補助点ａ１，計測点Ａ，補助点ａ２，補助点ａ４の順に選択点を決定しているが、これとは逆に、補助点ａ３，補助点ａ１，計測点Ａ，補助点ａ２，補助点ａ４の順に評価値マップを加算し、補助点ａ４，補助点ａ２，計測点Ａ，補助点ａ１，補助点ａ３の順に選択点を決定してもよい。
　こうして、動的計画法により、計測点Ａと複数の補助点（ａ１～ａ４）の各々についての選択点が決定される。そして、例えば、計測点Ａの選択点における座標が、計測点Ａの移動先（移動後の座標）とされる。なお、計測点Ａと複数の補助点（ａ１～ａ４）に係る複数の選択点に基づいて、計測点Ａの移動先が決定されてもよい。例えば、計測点Ａと複数の補助点（ａ１～ａ４）に係る複数の選択点に関する平均位置（Ｘ軸とＹ軸のそれぞれに関する座標値の平均値）を計測点Ａの移動先としてもよい。
　また、動的計画法により得られた計測点Ａの選択点に基づいて、計測点Ａの当初の評価値マップ（加算処理により更新される前の評価値マップ）により得られた計測点Ａの移動先が妥当性か否かを判断して、計測点Ａの真の移動先を決定してもよい。例えば、動的計画法により得られた計測点Ａの選択点を含む近傍範囲、具体的にはＸ方向とＹ方向のそれぞれについて選択点の座標を中心として＋１から－１の範囲を探索範囲とし、計測点Ａの当初の評価値マップが探索される。そして、計測点Ａの当初の評価値マップのみから得られる計測点Ａの移動先（図５の具体例においては座標（２，４））が探索範囲内にあればその移動先を計測点Ａの真の移動先とし、探索範囲内になければ動的計画法により得られた計測点Ａの選択点を真の移動先とする。なお、計測点Ａの当初の評価値マップのみから得られる移動先が探索範囲内にない場合に、その移動先と選択点に基づいて計測点Ａの真の移動先を決定してもよい。例えば、計測点Ａの当初の評価値マップのみから得られた移動先と、動的計画法により得られた計測点Ａの選択点の平均位置（中点）を計測点Ａの真の移動先としてもよい。
　追跡処理部５０は、例えば図４，図５を利用して説明した処理により、探索フレームｆ＋１内における計測点Ａの位置を検出すると、次の時相のフレームｆ＋２を探索フレームとして例えば図４，図５を利用して説明した処理を実行し、フレームｆ＋２における計測点Ｂの位置を検出する。こうして、追跡処理部５０は、例えば、シネメモリに記憶された画像データの複数フレームに亘って計測点Ａの動きを追跡し、さらに、計測点Ａの追跡と同様な処理により、複数フレームに亘って計測点Ｂの動きも追跡する。
　また、追跡処理部５０は、複数フレームに亘って計測点Ａと計測点Ｂの動きを追跡するにあたり、例えば、１心拍に対応した期間内において、複数態様の追跡処理により得られる複数の追跡結果に基づいて、その期間内における計測点Ａと計測点Ｂの動きを追跡するようにしてもよい。例えば、追跡処理部５０は、１心拍に対応した期間内において、時間経過の順方向の追跡処理と逆方向の追跡処理を実行し、順方向の追跡結果と逆方向の追跡結果を総合して、その期間内における計測点Ａと計測点Ｂの動きを追跡してもよい。
　図６は、順方向と逆方向の追跡結果を合成する具体例を示す図である。図６には、心拍計測部３０において形成される心拍波形の具体例（図２参照）が図示されている。心拍計測部３０は、平均輝度を周期的に変化させる心拍波形内において、平均輝度が極大となる収縮末期ＥＳの時相と平均輝度が極小となる拡張末期ＥＤの時相を検出する。
　追跡処理部５０は、例えば、拡張末期ＥＤの時相または収縮末期ＥＳの時相により特定される１心拍の期間内において、順方向と逆方向の追跡処理を実行する。図６には、拡張末期ＥＤ１から収縮末期ＥＳ１を経て次の拡張末期ＥＤ２までの１心拍の期間を処理対象とする具体例が図示される。
　追跡処理部５０は、まず、拡張末期ＥＤ１のフレーム内における計測点Ａについて、拡張末期ＥＤ２のフレーム内における計測点Ａの対応位置を導出する。例えば拡張末期ＥＤ１における計測点Ａに対応したテンプレートを利用した相関演算に基づくパターンマッチングにより、拡張末期ＥＤ２のフレーム内において計測点Ａに対応した位置を特定する。なお、計測点Ａに関する複数の補助点（ａ１～ａ４）の動きを参照した処理により（図５参照）、拡張末期ＥＤ２のフレーム内における計測点Ａの位置が特定されてもよい。
　続いて、追跡処理部５０は、拡張末期ＥＤ１における計測点Ａの動きを順方向に追跡する。つまり、拡張末期ＥＤ１から収縮末期ＥＳ１を経て拡張末期ＥＤ２に向かう時間方向で、複数時相に亘って、つまり複数フレームに亘って、拡張末期ＥＤ１における計測点Ａの動きが追跡される。
　さらに、追跡処理部５０は、拡張末期ＥＤ２における計測点Ａの動きを逆方向に追跡する。つまり、拡張末期ＥＤ２から収縮末期ＥＳ１を経て拡張末期ＥＤ１に向かう時間方向で、複数時相に亘って、つまり複数フレームに亘って、拡張末期ＥＤ２における計測点Ａの動きが追跡される。
　なお、追跡処理部５０は、計測点Ａの動きを順方向と逆方向に追跡するにあたり、計測点Ａに関する複数の補助点（ａ１～ａ４）の動きを参照した処理により（図５参照）、各フレーム内における計測点Ａの位置を追跡することが望ましい。
　そして、追跡処理部５０は、追跡の起点となる拡張末期ＥＤ１（または拡張末期ＥＤ２）からの時間的距離に応じた割合で、順方向の追跡結果と逆方向の追跡結果を重みづけ加算することにより、拡張末期ＥＤ１から拡張末期ＥＤ２までの１心拍の期間における計測点Ａの動きを追跡する。
　例えば、複数時相（複数フレーム）に亘って、各時相（各フレーム）ごとに、順方向の追跡結果である計測点Ａの座標値と、逆方向の追跡結果である計測点Ａの座標値とを重みづけ加算して、その時相（そのフレーム）における計測点Ａの合成後の座標値が算出される。つまり、ｘ座標に関する重みづけ加算により合成後のｘ座標が算出され、ｙ座標に関する重みづけ加算により合成後のｙ座標が算出される。図６には、その重みづけ加算における重みづけ係数の具体例が図示されている。
　図６＜Ａ＞のリニア関数は、拡張末期ＥＤ１（または拡張末期ＥＤ２）からの時間的距離に応じて重みづけ係数をリニア関数により変化させる具体例を示している。つまり、拡張末期ＥＤ１における順方向の重みづけ係数が最大値１となり、拡張末期ＥＤ１から時間的に離れるに従って順方向の重みづけ係数が直線的に減少し、拡張末期ＥＤ２における順方向の重みづけ係数が最小値０となる。一方、逆方向の重みづけ係数は、最大値１から順方向の重みづけ係数を差し引いた値となる。
　図６＜Ａ＞のリニア関数により、拡張末期ＥＤ１に近いほど順方向の追跡結果を尊重して、拡張末期ＥＤ２に近いほど逆方向の追跡結果を尊重しつつ、計測点Ａを追跡することができる。
　また、図６＜Ｂ＞のシグモイド関数は、拡張末期ＥＤ１（または拡張末期ＥＤ２）からの時間的距離に応じて重みづけ係数をシグモイド関数により変化させる具体例を示している。つまり、拡張末期ＥＤ１における順方向の重みづけ係数が最大値１となり、拡張末期ＥＤ１から時間的に離れるに従って順方向の重みづけ係数がシグモイド関数に従って曲線的に減少し、拡張末期ＥＤ２における順方向の重みづけ係数が最小値０となる。一方、逆方向の重みづけ係数は、最大値１から順方向の重みづけ係数を差し引いた値となる。
　図６＜Ｂ＞のシグモイド関数によれば、リニア関数との比較において、拡張末期ＥＤ１の近傍における順方向の追跡結果がさらに尊重され、拡張末期ＥＤ２の近傍における逆方向の追跡結果がさらに尊重される。なお、シグモイド関数の曲率は適宜に調整されることが望ましい。
　追跡処理部５０は、計測点Ｂについても、上述した計測点Ａと同様な順方向と逆方向の追跡処理を行い、順方向の追跡結果と逆方向の追跡結果を重みづけ加算することにより、拡張末期ＥＤ１から拡張末期ＥＤ２までの１心拍の期間における計測点Ｂの動きを追跡する。
　また、追跡処理部５０は、例えば１心拍に対応した期間内において、自己相関による追跡処理と相互相関による追跡処理を実行し、自己相関による追跡結果と相互相関による追跡結果を総合して、その期間内における計測点Ａと計測点Ｂの動きを追跡してもよい。
　図７は、自己相関と相互相関の追跡結果を合成する具体例を示す図である。図７には、心拍計測部３０において形成される心拍波形の具体例（図２参照）が図示されている。
　追跡処理部５０は、例えば、拡張末期ＥＤの時相または収縮末期ＥＳの時相により特定される１心拍の期間内において、自己相関と相互相関の追跡処理を実行する。図７は、拡張末期ＥＤ１から収縮末期ＥＳ１を経て次の拡張末期ＥＤ２までの１心拍の期間を処理対象とする具体例が示されている。
　追跡処理部５０は、拡張末期ＥＤ１における計測点Ａの動きを順方向（図６参照）に追跡するにあたり、自己相関と相互相関の両演算を利用する。自己相関においては、拡張末期ＥＤ１におけるフレームが基準とされ、拡張末期ＥＤ１における計測点Ａのテンプレートを利用した相関演算により、各フレーム（探索フレーム）内において計測点Ａに対応した位置が特定される。これに対し、相互相関においては、互いに隣接するフレームｆとフレームｆ＋１について、フレームｆにおける計測点Ａのテンプレートを利用した相関演算により、フレームｆ＋１（探索フレーム）内において計測点Ａに対応した位置が特定される。
　なお、追跡処理部５０は、計測点Ａの動きを自己相関と相互相関を利用して追跡するにあたり、計測点Ａに関する複数の補助点（ａ１～ａ４）の動きを参照した動的計画法に基づく処理により（図５参照）、各フレーム内における計測点Ａの位置を追跡することが望ましい。例えば、自己相関を利用した追跡では、自己相関の演算に基づいて相関の評価値（図４参照）が算出され、相互相関を利用した追跡では、相互相関の演算に基づいて相関の評価値が算出される。
　そして、追跡処理部５０は、拡張末期ＥＤ１（または拡張末期ＥＤ２）からの時間的距離に応じた割合で、自己相関の追跡結果と相互相関の追跡結果を重みづけ加算することにより、拡張末期ＥＤ１から拡張末期ＥＤ２までの１心拍の期間における計測点Ａの動きを追跡する。
　例えば、複数時相（複数フレーム）に亘って、各時相（各フレーム）ごとに、自己相関の追跡結果である計測点Ａの座標値と、相互相関の追跡結果である計測点Ａの座標値とを重みづけ加算して、その時相（そのフレーム）における計測点Ａの合成後の座標値が算出される。つまり、ｘ座標に関する重みづけ加算により合成後のｘ座標が算出され、ｙ座標に関する重みづけ加算により合成後のｙ座標が算出される。図７には、その重みづけ加算における自己相関の重みづけ係数の具体例が図示されている。
　図７に示す自己相関の重みづけ係数の具体例では、拡張末期ＥＤ１（または拡張末期ＥＤ２）からの時間的距離に応じて自己相関の重みづけ係数をリニアに変化させている。つまり、拡張末期ＥＤ１における自己相関の重みづけ係数が最大値１となり、拡張末期ＥＤ１から時間的に離れるに従って自己相関の重みづけ係数が直線的に減少し、収縮末期ＥＳ１において自己相関の重みづけ係数が最小値０となる。また、収縮末期ＥＳ１から拡張末期ＥＤ２に近づくに従って自己相関の重みづけ係数が直線的に増加し、拡張末期ＥＤ２において自己相関の重みづけ係数が最大値１となる。なお、相互相関の重みづけ係数は、最大値１から自己相関の重みづけ係数を差し引いた値となる。
　図７に示す自己相関の重みづけ係数により、拡張末期ＥＤ１または拡張末期ＥＤ２に近いほど自己相関の追跡結果を尊重して、拡張末期ＥＤ１または拡張末期ＥＤ２から離れるほど、相互相関の追跡結果を尊重しつつ、計測点Ａを追跡することができる。
　なお、収縮末期ＥＳを起点として収縮末期ＥＳから計測点Ａの動きを自己相関と相互相関により追跡する場合には、起点となる収縮末期ＥＳに近いほど自己相関の追跡結果を尊重して、収縮末期ＥＳから離れるほど、つまり拡張末期ＥＤに近いほど、相互相関の追跡結果を尊重すればよい。
　また、追跡処理部５０は、拡張末期ＥＤ２における計測点Ａの動きを逆方向（図６参照）に追跡する場合にも、自己相関と相互相関の両演算を利用する。自己相関においては、拡張末期ＥＤ２におけるフレームが基準とされ、拡張末期ＥＤ２における計測点Ａのテンプレートを利用した相関演算により、各フレーム（探索フレーム）内において計測点Ａに対応した位置が特定される。相互相関においては、互いに隣接するフレームｆとフレームｆ＋１について、フレームｆ＋１における計測点Ａのテンプレートを利用した相関演算により、フレームｆ（探索フレーム）内において計測点Ａに対応した位置が特定される。
　さらに、追跡処理部５０は、計測点Ｂについても、上述した計測点Ａと同様な自己相関と相互相関の追跡処理を行い、自己相関の追跡結果と相互相関の追跡結果を重みづけ加算することにより、拡張末期ＥＤ１から拡張末期ＥＤ２までの１心拍の期間における順方向と逆方向の計測点Ｂの動きを追跡する。
　追跡処理部５０により、少なくとも１心拍の期間において、望ましくは複数の心拍に亘り計測点Ａと計測点Ｂの動きが追跡されると、ＦＳ計測部６０において、胎児の心臓に関する診断の指標となる左室内径短縮率（ＦＳ：Fractional Shortening）が算出される。
　図８は、左室内径短縮率（ＦＳ）の算出例を説明するための図である。ＦＳ計測部６０は、計測点Ａと計測点Ｂの追跡結果に基づいて、複数の時相に亘って各時相ごとに計測点Ａと計測点Ｂの間の距離（２点間距離）を算出する。
　図８には、複数の時相に亘る２点間距離の変化波形が図示されている。胎児の心臓は周期的に拡張収縮運動するため、計測点Ａと計測点Ｂ（図３参照）が拡張収縮運動に伴って変化し、図８に示す具体例のような２点間距離の変化波形が得られる。つまり、心臓の収縮に伴って２点間距離が小さくなるため、収縮末期において２点間距離が極小値であるＬＶＤｓｎとなり、心臓の拡張に伴って２点間距離が大きくなるため、拡張末期において２点間距離が極大値であるＬＶＤｄｎとなる。これにより、図８に示す具体例のように、２点間距離を周期的に変化させ、周期的にＬＶＤｓｎとＬＶＤｄｎを繰り返す変化波形が得られる。
　ＦＳ計測部６０は、計測点Ａと計測点Ｂの２点間距離に基づいて、次式により左室内径短縮率（ＦＳ）を算出する。また、数１式の結果に１００（パーセント）を乗算することにより、％ＦＳ（パーセントＦＳ）が算出されてもよい。
　＜数１＞ＦＳ＝（ＬＶＤｄｎ－ＬＶＤｓｎ）／ＬＶＤｄｎ
　ＦＳ計測部６０において算出されたＦＳ（％ＦＳ）は、表示処理部７０を介して表示部７２に表示される。なお、心拍波形（図２）や２点間距離の変化波形（図８）を表示部７２に表示するようにしてもよい。
　以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した実施形態は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。本発明は、その本質を逸脱しない範囲で各種の変形形態を包含する。
　１０　プローブ、１２　送受信部、２０　画像形成部、３０　心拍計測部、４０　追跡点設定部、５０　追跡処理部、６０　ＦＳ計測部、７０　表示処理部、７２　表示部、８０　操作デバイス、９０　制御部。

Claims (15)

  1. 　超音波を送受するプローブと、
    　プローブを送信制御して超音波の受信信号を得る送受信部と、
    　超音波の受信信号に基づいて胎児の心臓を含む超音波画像を形成する画像形成部と、
    　超音波画像内において胎児の心臓に関する計測点の動きを追跡する追跡処理部と、
    　を有し、
    　前記追跡処理部は、追跡期間内において複数態様の追跡処理を実行し、複数態様の追跡処理により得られる複数の追跡結果に基づいて、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  2. 　請求項１に記載の超音波診断装置において、
    　前記追跡処理部は、前記追跡期間内において時間経過の順方向の追跡処理と逆方向の追跡処理を実行し、順方向の追跡結果と逆方向の追跡結果を総合して、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  3. 　請求項２に記載の超音波診断装置において、
    　前記追跡処理部は、胎児の心臓の拡張収縮運動において周期的に現れる特徴時相から特徴時相までを前記追跡期間とし、当該追跡期間内において、一方の特徴時相を起点として他方の特徴時相へ向かう順方向の追跡処理と、他方の特徴時相を起点として一方の特徴時相へ向かう逆方向の追跡処理と、を実行し、起点となる特徴時相からの時間的距離に応じた割合で順方向の追跡結果と逆方向の追跡結果を重みづけ加算することにより、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  4. 　請求項１に記載の超音波診断装置において、
    　前記追跡処理部は、前記追跡期間内において自己相関による追跡処理と相互相関による追跡処理を実行し、自己相関による追跡結果と相互相関による追跡結果を総合して、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  5. 　請求項４に記載の超音波診断装置において、
    　前記追跡処理部は、胎児の心臓の拡張収縮運動において周期的に現れる特徴時相から特徴時相までを前記追跡期間とし、時間的に特徴時相に近いほど自己相関の割合を大きくして自己相関による追跡結果と相互相関による追跡結果を重みづけ加算することにより、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  6. 　請求項２に記載の超音波診断装置において、
    　前記追跡処理部は、前記追跡期間内において自己相関による追跡処理と相互相関による追跡処理を実行し、自己相関による追跡結果と相互相関による追跡結果を総合して、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  7. 　請求項６に記載の超音波診断装置において、
    　前記追跡処理部は、胎児の心臓の拡張収縮運動において周期的に現れる特徴時相から特徴時相までを前記追跡期間とし、時間的に特徴時相に近いほど自己相関の割合を大きくして自己相関による追跡結果と相互相関による追跡結果を重みづけ加算することにより、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  8. 　請求項３に記載の超音波診断装置において、
    　前記追跡処理部は、前記追跡期間内において自己相関による追跡処理と相互相関による追跡処理を実行し、自己相関による追跡結果と相互相関による追跡結果を総合して、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  9. 　請求項８に記載の超音波診断装置において、
    　前記追跡処理部は、胎児の心臓の拡張収縮運動において周期的に現れる特徴時相から特徴時相までを前記追跡期間とし、時間的に特徴時相に近いほど自己相関の割合を大きくして自己相関による追跡結果と相互相関による追跡結果を重みづけ加算することにより、当該追跡期間内における計測点の動きを追跡する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  10. 　請求項１に記載の超音波診断装置において、
    　前記追跡処理部は、計測点とその補助点からなる複数の追跡点について、前記追跡期間内において各追跡点ごとに追跡処理を実行し、複数の追跡点から得られる複数の追跡結果に基づいて、前記追跡期間内における計測点の動きを追跡する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  11. 　請求項１０に記載の超音波診断装置において、
    　前記追跡処理部は、複数の追跡点から得られる複数の追跡結果を利用した動的計画法により計測点の動きを追跡する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  12. 　請求項１に記載の超音波診断装置において、
    　超音波画像内において胎児の心臓に設定された２つの計測点について各計測点ごとに動きを追跡し、胎児の心拍の少なくとも１周期に亘って、２つの計測点間の距離に係る時間的な変化を導出する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  13. 　請求項１２に記載の超音波診断装置において、
    　胎児の心臓に設定された前記２つの計測点間の距離に係る時間的な変化に基づいて、当該胎児の心臓に係るＦＳ値を算出する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  14. 　請求項６に記載の超音波診断装置において、
    　超音波画像内において胎児の心臓に設定された２つの計測点について各計測点ごとに動きを追跡し、胎児の心拍の少なくとも１周期に亘って、２つの計測点間の距離に係る時間的な変化を導出する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  15. 　請求項１４に記載の超音波診断装置において、
    　胎児の心臓に設定された前記２つの計測点間の距離に係る時間的な変化に基づいて、当該胎児の心臓に係るＦＳ値を算出する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
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